EP1274277A2 - Verfahren zum Betrieb eines Hörgerätes sowie Hörgerät - Google Patents

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Publication number
EP1274277A2
EP1274277A2 EP02013817A EP02013817A EP1274277A2 EP 1274277 A2 EP1274277 A2 EP 1274277A2 EP 02013817 A EP02013817 A EP 02013817A EP 02013817 A EP02013817 A EP 02013817A EP 1274277 A2 EP1274277 A2 EP 1274277A2
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
signal
hearing aid
converter
input
compression
Prior art date
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Withdrawn
Application number
EP02013817A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Wolfram Meyer
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Sivantos GmbH
Original Assignee
Siemens Audiologische Technik GmbH
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Filing date
Publication date
Application filed by Siemens Audiologische Technik GmbH filed Critical Siemens Audiologische Technik GmbH
Publication of EP1274277A2 publication Critical patent/EP1274277A2/de
Withdrawn legal-status Critical Current

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Classifications

    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; ELECTRIC HEARING AIDS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
    • H04R25/00—Electric hearing aids
    • H04R25/35—Electric hearing aids using translation techniques
    • H04R25/356—Amplitude, e.g. amplitude shift or compression

Definitions

  • the invention relates to a method for operating a hearing aid with at least one input converter for receiving a Input signal and conversion into an electrical signal, one A / D converter for converting the electrical signal into one digital signal, a signal processing unit for processing of the digital signal and an output converter. Further The invention relates to a hearing aid for performing the Process.
  • a / D converters are used for converting an analog signal into a digital signal.
  • a / D converter process e.g. from Tietze U .; Schenk CH .: semiconductor circuit technology, Berlin, Heidelberg, New York, London, Paris, Tokyo, Barcelona: Springer 1990.
  • the dynamic range (measured in dB) of an A / D converter is the ratio between minimum and maximum level of the analog signal that can be converted into a digital signal with the A / D converter can.
  • the required dynamic range of the A / D converter however, its power consumption also increases, so that A / D converters that offer a wide dynamic range for use are unsuitable in hearing aids.
  • Hearing aids can because of the low output voltage and the limited storage capacity only A / D converter with the voltage source restricted dynamic range can be used. Therefore Suitable measures are necessary for digital hearing aids to overdrive the A / D converter avoid. Namely, exceeds the dynamic range of the analog Input signal is the dynamic range of the A / D converter the digital image of the analog input signal is very distorted.
  • the Siemens Audiological hearing aid for the "Prisma” hearing aid modeltechnik GmbH is the A / D converter a high level compressor (HLC) upstream. This is to overdrive the A / D converter and prevent subsequent switching.
  • the HLC has a high control threshold level, from which the control responds and compresses the input signal.
  • the compression however, has severe distortions in the digital image of the analog input signal, which eventually leads to clearly audible and disturbing distortion of the output signal to lead.
  • the object of the invention is the dynamic range in a digital Enlarge hearing aid and avoid signal distortion.
  • the task is solved by a hearing aid for implementation of the method with an input converter with compressing Signal transmission behavior to compress the Input signal and through a hearing aid to carry out the Method with a compression unit for compressing the Input signal before the A / D conversion.
  • the invention provides for improving the dynamic range of the analog input signal that can be transmitted by the hearing aid compress the analog input signal before A / D conversion and expand after the A / D conversion.
  • This is done the compression or expansion is immediate, permanent and steady, i.e. unlike the well-known HLC, the first above a certain control threshold of the analog input signal the signal level is transmitted in the invention continuously according to a compression characteristic.
  • This is in the range of low signal levels preferably linear with slope 1 and can be for approach very high input levels asymptotically to a maximum, the transition between these extremes is fluid.
  • the compressed analog input signal is finally fed to the A / D converter. After going through the A / D conversion the digital signal is an expansion unit that essentially a transmission characteristic inverse to the compression characteristic realized.
  • the hearing aid according to the invention has an enlarged dynamic range on compared to a hearing aid that doesn't Compression of the input signal provides. Furthermore join a hearing aid according to the invention with large signal amplitudes the input signal usually no audible distortion on because the compression and expansion are immediate and done continuously. Furthermore, the compression in Dependency of the signal strength is carried out permanently, i.e. the compressor does not become above a certain control threshold active. It therefore has no input or
  • One embodiment of the invention provides that the compression is already effected by the input converter.
  • the input converter e.g. as an acoustic-electrical converter trained, this effect can be a special design in the acoustic-mechanical part of the transducer be carried out, for example by a different thickness transducer membrane.
  • Another embodiment provides an electrical circuit unit for compression that occurs between the input transducer and the A / D converter is switched and the desired one compressed transfer function realized.
  • the signal processing comprises a circuit unit, which is essentially the inverse in terms of signal levels Transfer function of the compressor realized.
  • This circuit unit is in analog, but preferably in digital Circuit technology implemented.
  • the compressor can function as an analog logarithm and the expander as a digital delogarithm be trained.
  • a transfer function can also take the form of a Value table.
  • the transfer function is preferably adjustable and by programming the relevant hearing aid changeable. So with a converter with compressing transmission characteristic (converter characteristic) these are measured and exactly the same with the expander inverse characteristic curve can be set for this.
  • the invention can be applied to all known types of hearing aids be worn, for example, behind the ear Hearing aids, hearing aids, implantable Hearing aids or pocket hearing aids.
  • the hearing aid according to the invention also part of a plurality of devices for Care of a hearing aid system that is comprehensive for the hearing impaired be, e.g. Part of a hearing aid system with two worn on the head Hearing aids for binaural care or part of a Hearing aid system, consisting of a device that can be worn on the head and a wearable processor unit.
  • the block diagram is shown in a schematic illustration in FIG a hearing aid with a microphone 1 Input converter shown.
  • This takes an acoustic Input signal and converts it into an electrical one Signal.
  • the dynamic range of the microphone 1, i.e. the area from the smallest to the largest transmissible signal amplitude of the input signal is usually much larger than the dynamic range that the hearing aid offers overall.
  • an A / D converter 2 for converting the electrical signal into a digital signal intended.
  • the digital signal is a signal processing unit 3 supplied in the processing of the signal to compensate for the individual hearing loss of a hearing aid wearer he follows.
  • Signal processing can be done in several parallel channels of the signal processing unit 3 performed and in addition to frequency-dependent amplification also other functions, such as noise reduction or special emphasis on speech signals.
  • the processed Signal is eventually through the output converter, realized in the example as a receiver 4, by an electrical one Signal converted into an acoustic signal and output.
  • the dynamic range of the signal that can be transmitted with the hearing aid is essentially determined by the A / D converter 2.
  • one Enlargement of the dynamic range could be in the signal processing unit 3 by increasing the word width of the processing digital signal are taken into account.
  • the current consumption of the signal processing unit changes 3 roughly in relation to the selected word length.
  • the A / D converter 2 in which an enlargement of the dynamic range a higher supply voltage and thus a disproportionate increase in power consumption has the consequence.
  • the space available within the hearing aid for the battery or rechargeable battery for the voltage supply and thus its output voltage and storage capacity is limited.
  • the realizable dynamic range of the A / D converter 2 is therefore specified within narrow limits when developing a hearing device.
  • HLC 5 H igh L evel C ompressor
  • the HLC 5 only becomes active as soon as the signal amplitude exceeds the threshold value S1 for a certain period of time. Likewise, the circuit only becomes inactive again when the signal amplitude falls below the threshold value S1 for a certain period of time.
  • the HLC 5 is a control circuit and therefore has a settling time. As a result, when it responds, it causes a clearly audible and disturbing change in the original input signal for the hearing aid wearer.
  • Figure 2 shows a simplified representation of the transmission characteristic of the HLC 5 for the steady state.
  • the output signal level LO is shown above the input signal level LI des HLC 5.
  • The is also shown Threshold value S1, from which the control starts and the HLC 5 becomes active.
  • the characteristic curve runs linearly below S1 slope 1. Above S1, the transmission characteristic is approaching for the steady state of the controller with increasing input signal level the threshold S2.
  • Figure 3 shows a schematic representation of the block diagram of a hearing aid according to the invention. This one also sees a microphone 1 ', an A / D converter 2', a signal processing unit 3 'and a handset 4'.
  • a compression unit 6 always (and not compression above a certain threshold) the analog input signal according to a compression characteristic, before it is fed to the A / D converter 2 '.
  • the compression ratio can be in a certain Value range of the input signal level can also be one.
  • the compression unit 6 is in analog circuit technology executed and implemented a control with the one in FIG. 4 shown transmission characteristic. Unlike that HLC 5 according to FIG.
  • the compression unit 6 Threshold with regard to the signal amplitude of the input signal, which must be exceeded in order for the circuit is activated. Rather, the analogue is adapted Input signal immediately, permanently and continuously.
  • the compression unit 6 is not a control circuit and has also no settling or settling times.
  • the compression unit 6 is advantageous in terms of circuitry trained as an analog logarithmizer (cf. Tietze U .; Schenk CH .: semiconductor circuit technology, Berlin, Heidelberg, New York, London, Paris, Tokyo, Barcelona: Springer 1990) and can also cause signal preamplification at the same time. Furthermore, the compression unit 6 as an independent Circuit unit can be implemented in the hearing aid, however also integrated into the microphone 1 'or the A / D converter 2' his.
  • the hearing aid according to FIG. 3 further comprises the expansion unit 7. This is integrated in the signal processing unit 3 ' and how this is implemented in digital circuit technology.
  • the expansion unit 7 is used to expand the Compression unit 6 compressed signal.
  • the signal processing unit 3 ' both before and after the expansion further signal processing take place.
  • the hearing aid designed in this way has a dynamic range on, which clearly shows the dynamic range of the A / D converter 2 ' exceeds.
  • Figure 4 is the transmission characteristic of the compression unit 6 as a function of the output signal level LO above the input signal level LI executed. This also shows at low Signal levels of the input signal at least approximately a linear course with slope 1 and flattens gradually decrease at higher input signal levels.
  • the transmission characteristic can be in the interesting range of values of the Input signal level roughly through a logarithmic function to be discribed.
  • FIG. 5 shows the compression characteristic curve according to FIG. 4 inverse expansion characteristic, which from the expansion unit 7 is realized. According to this expansion characteristic in the expansion unit 7 that in the compression unit 6 the input signal was compressed at least approximately canceled again. As a result, the so trained Hearing aid has a greater dynamic range than this A / D converter 2 'without the further wiring according to the invention would enable.
  • FIG 3 which includes the compression unit 6, can be a compressing one Signal transmission behavior according to Figure 4 also directly are caused by the microphone 1 '.
  • the microphone 1 ' points for this an acoustic-mechanical compression part (not shown). Its effect can, for example, on a special training of the microphone membrane based (different thick membrane areas).
  • the inverse transmission characteristic in the Expansion unit 7 is preferably programmable educated. Then the exact course of the transmission characteristic can be varied by programming the hearing aid.

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Abstract

Bei einem Verfahren zum Betrieb eines Hörgerätes sowie einem Hörgerät mit wenigstens einem Eingangswandler zur Aufnahme eines Eingangssignals und Wandlung in ein elektrisches Signal, einem A/D-Wandler (2, 2') zur Wandlung des elektrischen Signals in ein digitales Signal, einer Signalverarbeitungseinheit (3, 3') zur Verarbeitung des digitalen Signals und einem Ausgangswandler ist vorgesehen, das elektrische Eingangssignal vor der A/D-Wandlung nach Maßgabe einer Kompressionskennlinie zu komprimieren und nach der A/D-Wandlung das komprimierte digitale Signal oder ein daraus hervorgehendes Signal nach Maßgabe einer wenigstens näherungsweise zu der Kompressionskennlinie inversen Expansionskennlinie zu expandieren. Das so ausgebildete Hörgerät bietet einen vergrößerten Dynamikumfang hinsichtlich des übertragbaren Eingangssignalpegels. <IMAGE>

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Betrieb eines Hörgerätes mit wenigstens einem Eingangswandler zur Aufnahme eines Eingangssignals und Wandlung in ein elektrisches Signal, einem A/D-Wandler zur Wandlung des elektrischen Signals in ein digitales Signal, einer Signalverarbeitungseinheit zur Verarbeitung des digitalen Signals und einem Ausgangswandler. Ferner betrifft die Erfindung ein Hörgerät zur Durchführung des Verfahrens.
Zur Wandlung eines analogen Signals in ein digitales Signal werden A/D-Wandler verwendet. Dabei sind aus dem Stand der Technik unterschiedliche Verfahren bekannt, nach denen A/D-Wandler verfahren (z.B. aus Tietze U.; Schenk CH.: Halbleiter-Schaltungstechnik, Berlin, Heidelberg, New York, London, Paris, Tokio, Barcelona: Springer 1990). Der Dynamikumfang (gemessen in dB) eines A/D-Wandlers ist das Verhältnis zwischen minimalem und maximalem Pegel des analogen Signals, das mit dem A/D-Wandler in ein digitales Signal gewandelt werden kann. Mit dem geforderten Dynamikumfang des A/D-Wandlers steigt jedoch auch dessen Stromverbrauch, so dass A/D-Wandler, die einen großen Dynamikumfang bieten, für den Einsatz in Hörgeräten ungeeignet sind. Bei Hörgeräten können wegen der niedrigen Ausgangsspannung und der eng begrenzten Speicherkapazität der Spannungsquelle lediglich A/D-Wandler mit einem eingeschränkten Dynamikumfang verwendet werden. Daher ist es bei digitalen Hörgeräten erforderlich, geeignete Maßnahmen zu treffen, um ein Übersteuern des A/D-Wandlers zu vermeiden. Übersteigt nämlich der Dynamikumfang des analogen Eingangssignals den Dynamikumfang des A/D-Wandlers, so ist das digitale Abbild des analogen Eingangssignals stark verzerrt.
Bei dem Hörgeräte-Modell "Prisma" der Siemens Audiologische Technik GmbH ist dem A/D-Wandler ein High Level Compressor (HLC) vorgeschaltet. Dieser soll die Übersteuerung des A/D-Wandlers und der nachfolgenden Schaltung verhindern. Der HLC besitzt einen hohen Regelschwellen-Pegel, ab dem die Regelung anspricht und das Eingangssignal komprimiert. Die Komprimierung hat jedoch starke Verzerrungen des digitalen Abbildes des analogen Eingangssignals zur Folge, die schließlich zu deutlich hörbaren und störenden Verzerrungen des Ausgangssignals führen. Weiterhin nachteilig sind die Ein- und Ausschwingzeiten des HLC. Durch diese kann es trotz des HLC kurzzeitig zum Übersteuern des A/D-Wandlers kommen. Außerdem haben ungünstige Eingangssignale, z.B. kurz aufeinanderfolgende, laute Schallereignisse, zwischen denen Ruhepausen liegen, eine Art "Pumpeffekt" aufgrund der Regelschaltung zur Folge, die für den Benutzer ebenfalls sehr unangenehm sind.
Aufgabe der Erfindung ist es, den Dynamikumfang bei einem digitalen Hörgerät zu vergrößern und Signalverzerrungen zu vermeiden.
Diese Aufgabe wird gelöst durch ein Verfahren zum Betrieb eines Hörgerätes mit wenigstens einem Eingangswandler zur Aufnahme eines Eingangssignals und Wandlung in ein elektrisches Signal, einem A/D-Wandler zur Wandlung des elektrischen Signals in ein digitales Signal, einer Signalverarbeitungseinheit zur Verarbeitung des digitalen Signals und einem Ausgangswandler, gekennzeichnet durch folgende Verfahrensschritte:
  • Komprimieren des elektrischen Eingangssignals vor der A/D-Wandlung nach Maßgabe einer Kompressionskennlinie,
  • A/D-Wandlung des komprimierten Signals zum erzeugen eines komprimierten digitalen Signals,
  • Expandieren des komprimierten digitalen Signals oder eines daraus hervorgehenden Signals nach der A/D-Wandlung nach Maßgabe einer wenigstens näherungsweise zu der Kompressionskennlinie inversen Expansionskennlinie.
Ferner wird die Aufgabe gelöst durch ein Hörgerät zur Durchführung des Verfahrens mit einem Eingangswandler mit komprimierendem Signalübertragungsverhalten zum Komprimieren des Eingangssignals sowie durch ein Hörgerät zur Durchführung des Verfahrens mit einer Kompressionseinheit zum Komprimieren des Eingangssignals vor der A/D-Wandlung.
Die Erfindung sieht vor, zur Verbesserung des Dynamikumfangs des von dem Hörgerät übertragbaren analogen Eingangssignals das analoge Eingangssignal vor der A/D-Wandlung zu komprimieren und nach der A/D-Wandlung zu expandieren. Dabei erfolgt die Komprimierung bzw. Expandierung unmittelbar, permanent und stetig, d.h. anders als bei dem bekannten HLC, der erst oberhalb einer bestimmten Regelschwelle des analogen Eingangssignals einsetzt, erfolgt die Übertragung des Signalpegels bei der Erfindung kontinuierlich nach Maßgabe einer Kompressionskennlinie. Diese ist im Bereich niedriger Signalpegel vorzugsweise linear mit der Steigung 1 und kann sich für sehr hohe Eingangspegel asymptotisch einem Maximum nähern, wobei der Übergang zwischen diesen Extremen fließend verläuft. Das komprimierte analoge Eingangssignal ist schließlich dem A/D-Wandler zugeführt. Nach der A/D-Wandlung durchläuft das digitale Signal eine Expansionseinheit, die im Wesentlichen eine zu der Kompressionskennlinie inverse Übertragungskennlinie realisiert.
Das Hörgerät gemäß der Erfindung weist einen vergrößerten Dynamikumfang auf im Vergleich zu einem Hörgerät, das keine Komprimierung des Eingangssignals vorsieht. Ferner treten bei einem Hörgerät gemäß der Erfindung bei großen Signalamplituden des Eingangssignals in der Regel keine hörbaren Verzerrungen auf, da die Kompression und Expansion unmittelbar und kontinuierlich erfolgen. Weiterhin wird die Kompression in Abhängigkeit der Signalstärke permanent durchgeführt, d.h. der Kompressor wird nicht erst oberhalb einer bestimmten Regelschwelle aktiv. Er besitzt daher auch keine Ein- bzw.
Ausschwingzeit, womit insbesondere bei Eingangssignalen mit wiederkehrenden großen Amplitudensprüngen "Pumpeffekte" vermieden werden.
Eine Ausführungsform der Erfindung sieht vor, dass die Kompression bereits durch den Eingangswandler bewirkt wird. Ist der Eingangswandler z.B. als akustisch-elektrischer Wandler ausgebildet, so kann diese Wirkung durch eine besondere Ausgestaltung in dem akustisch- mechanischen Teil des Wandlers ausgeführt sein, etwa durch eine unterschiedlich dicke Wandlermembran.
Eine andere Ausführungsform sieht eine elektrische Schaltungseinheit zur Kompression vor, die zwischen dem Eingangswandler und dem A/D-Wandler geschaltet ist und die gewünschte komprimierte Übertragungsfunktion realisiert.
Bei beiden oben genannten Ausführungsformen ist vorgesehen, dass die Signalverarbeitung eine Schaltungseinheit umfasst, die hinsichtlich der Signalpegel im Wesentlichen die inverse Übertragungsfunktion des Kompressors realisiert. Diese Schaltungseinheit ist in analoger, vorzugsweise jedoch in digitaler Schaltungstechnik ausgeführt.
Bei der schaltungstechnischen Realisierung des Kompressors bzw. Expanders steht eine Vielzahl unterschiedlicher Möglichkeiten offen. Z.B. kann der Kompressor als analoger Logarithmierer und der Expander als digitaler Delogarithmierer ausgebildet sein. Es sind jedoch auch andere Übertragungsfunktionen als Logarithmus bzw. inverser Logarithmus möglich. Weiterhin kann eine Übertragungsfunktion auch in Form einer Wertetabelle hinterlegt sein. Vorzugsweise ist die Übertragungsfunktion einstellbar und durch Programmierung des betreffenden Hörgerätes veränderbar. So kann bei einem Wand-ler mit komprimierender Übertragungskennlinie (Wandlerkennlinie) diese gemessen werden und bei dem Expander exakt die hierzu inverse Kennlinie eingestellt werden.
Die Erfindung kann bei allen bekannten Hörgeräte-Typen angewendet werden, beispielsweise bei hinter dem Ohr tragbaren Hörgeräten, in dem Ohr tragbaren Hörgeräten, implantierbaren Hörgeräten oder Taschenhörgeräten. Weiterhin kann das Hörgerät gemäß der Erfindung auch Teil eines mehrere Geräte zur Versorgung eines Schwerhörigen umfassenden Hörgerätesystems sein, z.B. Teil eines Hörgerätesystems mit zwei am Kopf getragenen Hörgeräten zur binauralen Versorgung oder Teil eines Hörgerätesystem, bestehend aus einem am Kopf tragbaren Gerät und einer am Körper tragbaren Prozessoreinheit.
Weitere Einzelheiten der Erfindung werden nachfolgend anhand von Ausführungsbeispielen näher erläutert. Darin zeigen:
  • Figur 1 schematisch im Blockschaltbild ein Hörgerät mit einem HLC nach dem Stand der Technik,
  • Figur 2 die Übertragungskennlinie des HLC in vereinfachter Darstellung,
  • Figur 3 schematisch im Blockschaltbild ein Hörgerät gemäß der Erfindung,
  • Figur 4 die Übertragungskennlinie der Kompressionseinheit und
  • Figur 5 die Übertragungskennlinie der Expansionseinheit.
    • In Figur 1 ist in schematischer Darstellung das Blockschaltbild eines Hörgerätes mit einem als Mikrofon 1 ausgebildeten Eingangswandler dargestellt. Dieser nimmt ein akustisches Eingangssignal auf und wandelt dieses in ein elektrisches Signal. Der Dynamikumfang des Mikrofons 1, d.h. der Bereich von der kleinsten bis zu der größten übertragbaren Signalamplitude des Eingangssignal, ist in der Regel wesentlich größer als der Dynamikumfang, den das Hörgerät insgesamt bietet. Weiterhin ist bei dem bekannten Hörgerät ein A/D-Wandler 2 zur Wandlung des elektrischen Signals in ein digitales Signal vorgesehen. Das digitale Signal ist einer Signalverarbeitungseinheit 3 zugeführt, in der die Aufbereitung des Signals zum Ausgleich der individuellen Schwerhörigkeit eines Hörgeräteträgers erfolgt. Die Signalverarbeitung kann in mehreren parallelen Kanälen der Signalverarbeitungseinheit 3 durchgeführt werden und neben einer frequenzabhängigen Verstärkung auch weitere Funktionen, wie Störgeräuschunterdrückung oder besondere Hervorhebung von Sprachsignalen, umfassen. Das verarbeitete Signal wird schließlich durch den Ausgangswandler, im Beispiel als Hörer 4 realisiert, von einem elektrischen Signal in ein akustisches Signal gewandelt und ausgegeben.
    Der Dynamikumfang des mit dem Hörgerät übertragbaren Signals ist im Wesentlichen durch den A/D-Wandler 2 bestimmt. Einer Vergrößerung des Dynamikumfangs könnte in der Signalverarbeitungseinheit 3 durch eine Vergrößerung der Wortbreite des zu verarbeitenden digitalen Signals Rechnung getragen werden. Dabei verändert sich die Stromaufnahme der Signalverarbeitungseinheit 3 in etwa im Verhältnis mit der gewählten Wortbreite. Anders hingegen beim A/D-Wandler 2, bei dem eine Vergrößerung des Dynamikumfangs eine höhere Versorgungsspannung und damit einen überproportionalen Anstieg der Stromaufnahme zur Folge hat.
    Wegen der angestrebten Miniaturisierung bei Hörgeräten ist der für die Batterie bzw. den Akku zur Spannungsversorgung zur Verfügung stehende Raum innerhalb des Hörgerätes und damit deren Ausgangsspannung und Speicherkapazität begrenzt. Daher ist der realisierbare Dynamikumfang des A/D-Wandlers 2 bei der Entwicklung eines Hörgerätes innerhalb enger Grenzen vorgegeben. Um ein Übersteuern des A/D-Wandlers 2 bei großen Signalamplituden des Eingangssignals zu vermeiden, ist bei dem Hörgerät gemäß Figur 1 ein zwischen das Mikrofon 1 und dem A/D-Wandler 2 geschalteter HLC 5 (HLC = High Level Compressor) vorgesehen. Dieser ist in analoger Schaltungstechnik aufgebaut und bewirkt oberhalb eines bestimmten Schwellenwertes S1 (vgl. Figur 2) der Signalamplitude des Eingangssignals eine Kompression des Eingangssignals, bevor dieses dem A/D-Wandler 2 zugeführt ist. Dabei wird der HLC 5 erst aktiv, sobald die Signalamplitude den Schwellenwert S1 für eine bestimmte Zeitdauer übersteigt. Ebenso wird die Schaltung erst dann wieder inaktiv, wenn die Signalamplitude den Schwellenwert S1 für eine bestimmte Zeitdauer unterschreitet. Der HLC 5 ist eine Regelschaltung und weist damit eine Ein- bzw. Ausschwingzeit auf. Dadurch bewirkt er bei seinem Ansprechen eine für den Hörgeräteträger deutlich hörbare und störende Veränderung des ursprünglichen Eingangssignals.
    Figur 2 zeigt in vereinfachter Darstellung die Übertragungskennlinie des HLC 5 für den jeweils eingeschwungenen Zustand. Dargestellt ist der Ausgangssignalpegel LO über dem Eingangssignalpegel LI des HLC 5. Weiterhin dargestellt ist der Schwellenwert S1, ab dem die Regelung einsetzt und der HLC 5 aktiv wird. Unterhalb S1 verläuft die Kennlinie linear mit der Steigung 1. Oberhalb von S1 nähert sich die Übertragungskennlinie für den eingeschwungenen Zustand des Reglers mit steigendem Eingangssignalpegel dem Schwellenwert S2.
    Figur 3 zeigt in schematischer Darstellung das Blockschaltbild eines Hörgerätes gemäß der Erfindung. Auch dieses sieht ein Mikrofon 1', einen A/D-Wandler 2', eine Signalverarbeitungseinheit 3' sowie einen Hörer 4' vor. Im Unterschied zum Stand der Technik erfolgt bei dem Hörgerät gemäß der Erfindung mittels einer Kompressionseinheit 6 stets (und nicht erst oberhalb eines bestimmten Schwellenwertes) eine Kompression des analogen Eingangssignals nach Maßgabe einer Kompressionskennlinie, bevor es dem A/D-Wandler 2' zugeführt ist. Das Kompressionsverhältnis kann dabei in einem bestimmten Wertebereich des Eingangssignalpegels auch gleich eins sein. Die Kompressionseinheit 6 ist in analoger Schaltungstechnik ausgeführt und realisiert eine Steuerung mit der in Figur 4 dargestellten Übertragungskennlinie. Im Unterschied zu dem HLC 5 gemäß Figur 1 besitzt die Kompressionseinheit 6 keinen Schwellenwert hinsichtlich der Signalamplitude des Eingangssignals, der überschritten werden muss, damit die Schaltung aktiviert wird. Vielmehr erfolgt die Anpassung des analogen Eingangssignals unmittelbar, permanent und kontinuierlich. Die Kompressionseinheit 6 ist keine Regelschaltung und weist auch keine Ein- oder Ausschwingzeiten auf.
    Die Kompressionseinheit 6 ist vorteilhaft schaltungstechnisch als analoger Logarithmierer ausgebildet (vgl. Tietze U.; Schenk CH.: Halbleiter-Schaltungstechnik, Berlin, Heidelberg, New York, London, Paris, Tokio, Barcelona: Springer 1990) und kann gleichzeitig auch eine Signalvorverstärkung bewirken. Weiterhin kann die Kompressionseinheit 6 als eigenständige Schaltungseinheit in dem Hörgerät implementiert sein, aber auch in das Mikrofon 1' oder den A/D-Wandler 2' integriert sein.
    Das Hörgerät gemäß Figur 3 umfasst weiterhin die Expansionseinheit 7. Diese ist in die Signalverarbeitungseinheit 3' integriert und wie diese in digitaler Schaltungstechnik realisiert. Die Expansionseinheit 7 dient der Expansion des in der Kompressionseinheit 6 komprimierten Signals. Dabei kann in der Signalverarbeitungseinheit 3' sowohl vor als auch nach der Expansion eine weitere Signalverarbeitung stattfinden. Insgesamt weist das so ausgebildete Hörgerät einen Dynamikumfang auf, der den Dynamikumfang des A/D-Wandlers 2' deutlich übersteigt.
    In Figur 4 ist die Übertragungskennlinie der Kompressionseinheit 6 als Funktion des Ausgangssignalpegels LO über dem Eingangssignalpegel LI ausgeführt. Auch diese weist bei niedrigen Signalpegeln des Eingangssignals zumindest näherungsweise einen linearen Verlauf mit der Steigung 1 auf und flacht zu höheren Eingangssignalpegeln hin allmählich ab. Die Übertragungskennlinie kann in dem interessanten Wertebereich des Eingangssignalpegels in etwa durch eine Logarithmusfunktion beschrieben werden.
    Figur 5 zeigt die zu der Kompressionskennlinie gemäß Figur 4 inverse Expansionskennlinie, die von der Expansionseinheit 7 realisiert wird. Nach Maßgabe dieser Expansionskennlinie wird in der Expansionseinheit 7 die in der Kompressionseinheit 6 erfolgte Komprimierung des Eingangssignals zumindest näherungsweise wieder aufgehoben. Dadurch weist das so ausgebildete Hörgerät einen größeren Dynamikumfang auf, als dies der A/D-Wandler 2' ohne die weitere Beschaltung gemäß der Erfindung ermöglichen würde.
    Anders als bei dem gezeigten Ausführungsbeispiel gemäß Figur 3, das die Kompressionseinheit 6 umfasst, kann ein komprimierendes Signalübertragungsverhalten gemäß Figur 4 auch direkt von dem Mikrofon 1' bewirkt werden. Das Mikrofon 1' weist hierfür einen akustisch-mechanischen Kompressionsteil (nicht dargestellt) auf. Dessen Wirkung kann beispielsweise auf einer besonderen Ausbildung der Mikrofonmembran beruhen (unterschiedlich dicke Membranbereiche).
    Zum Realisieren der inversen Übertragungskennlinie in der Expansionseinheit 7 ist diese vorzugsweise programmierbar ausgebildet. Dann kann der genaue Verlauf der Übertragungskennlinie durch Programmierung des Hörgerätes variiert werden.

    Claims (6)

    1. Verfahren zum Betrieb eines Hörgerätes mit wenigstens einem Eingangswandler zur Aufnahme eines Eingangssignals und Wandlung in ein elektrisches Signal, einem A/D-Wandler (2, 2') zur Wandlung des elektrischen Signals in ein digitales Signal, einer Signalverarbeitungseinheit (3, 3') zur Verarbeitung des digitalen Signals und einem Ausgangswandler, gekennzeichnet durch folgende Verfahrensschritte:
      Komprimieren des elektrischen Eingangssignals vor der A/D-Wandlung nach Maßgabe einer Kompressionskennlinie,
      A/D-Wandlung des komprimierten Signals zum Erzeugen eines komprimierten digitalen Signals,
      Expandieren des komprimierten digitalen Signals oder eines daraus hervorgehenden Signals nach der A/D-Wandlung nach Maßgabe einer wenigstens näherungsweise zu der Kompressionskennlinie inversen Expansionskennlinie.
    2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Kompression zumindest näherungsweise nach Maßgabe einer Logarithmusfunktion und die Expansion zumindest näherungsweise nach Maßgabe einer inversen Logarithmusfunktion erfolgen.
    3. Hörgerät zur Durchführung des Verfahrens nach Anspruch 1 oder 2, gekennzeichnet durch einen Eingangswandler mit komprimierendem Signalübertragungsverhalten zum Komprimieren des Eingangssignals.
    4. Hörgerät zur Durchführung des Verfahrens nach Anspruch 1 oder 2, gekennzeichnet durch eine Kompressionseinheit (6) zum Komprimieren des Eingangssignals vor der A/D-Wandlung.
    5. Hörgerät nach Anspruch 3 oder 4, gekennzeichnet durch eine Expansionseinheit (7) zum Expandieren des komprimierten digitalen Signals.
    6. Hörgerät nach einem der Ansprüche 3 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Übertragungsfunktion der Kompressionseinheit (6) und/oder der Expansionseinheit (7) einstellbar ist.
    EP02013817A 2001-07-03 2002-06-21 Verfahren zum Betrieb eines Hörgerätes sowie Hörgerät Withdrawn EP1274277A2 (de)

    Applications Claiming Priority (2)

    Application Number Priority Date Filing Date Title
    DE10132035A DE10132035C1 (de) 2001-07-03 2001-07-03 Verfahren zum Betrieb eines Hörgerätes sowie Hörgerät
    DE10132035 2001-07-03

    Publications (1)

    Publication Number Publication Date
    EP1274277A2 true EP1274277A2 (de) 2003-01-08

    Family

    ID=7690339

    Family Applications (1)

    Application Number Title Priority Date Filing Date
    EP02013817A Withdrawn EP1274277A2 (de) 2001-07-03 2002-06-21 Verfahren zum Betrieb eines Hörgerätes sowie Hörgerät

    Country Status (3)

    Country Link
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